1、 申请代码 F010810 受理部门 收件日期 受理编号 国家自然科学基金国家自然科学基金 申申 请请 书书 (2 0 1(2 0 1 1 1 版版)资助类别：青年科学基金项目 亚类说明：附注说明：项目名称：基于左心室-体循环动态耦合模型的极限心脏输出功率穿戴式估测方法研究 申 请 人：王玲 电话：010-82339833 依托单位：北京航空航天大学 通讯地址：北京市海淀区学院路 37 号北京航空航天大学生物与医学工程学院 邮政编码：100191 单位电话：010-82317822 电子邮箱： 申报日期：2011年3月8日 国家自然科学基金委员会 61101048NSFC 2011 国家自然科
2、学基金申请书 2011 版 第 2 页 版本 1.007.369 基本信息基本信息 yEqE74NMYnF 申申 请请 人人 信信 息息 姓名 王玲 性别 女 出生 年月 1983 年 1 月 民 族 汉族 学位 博士 职称 讲师 每年工作时间（月）8 电话 010-82339833 电子邮箱 传真 国别或地区 中国 个 人 通 讯 地 址 北京市海淀区学院路 37 号北京航空航天大学生物与医学工程学院 工作单位 北京航空航天大学/生物与医学工程学院 主 要 研 究 领 域 心血管系统建模、穿戴式医疗仪器 依托单位信息依托单位信息 名称 北京航空航天大学 联系人 杜润秋 电子邮箱 电话 010
3、-82317822 网站地址 合作研究单位信息合作研究单位信息 单 位 名 称 项项 目目 基基 本本 信信 息息 项目名称 基于左心室-体循环动态耦合模型的极限心脏输出功率穿戴式估测方法研究 资助类别 青年科学基金项目 亚 类 说 明 附注说明 申请代码 F010810:医学信息检测方法与技术 基地类别 研究期限 2012 年 1 月 2014 年 12 月 研究属性 应用基础研究 申请经费 28.0000 万元 摘摘 要要 (限限 400400 字字)：慢性心衰是多种心血管疾病发展到终末期的主要临床表现，但初期临床症状不明显，很难被及时发现，易导致患者病情延误，存活率下降。临床研究表明，运
4、动状态下测量的极限心脏输出功率（心输出量和血压的乘积）对初期心衰有明显的指示作用。本项目拟研究一种极限心脏输出功率的穿戴式估测方法，用于日常监测极限心脏输出功率，以指示初期心衰的发生。首先，通过建立左心室-体循环动态耦合心血管模型，建立左心室收缩期与主动脉血压的定量关系。在此基础上，改进现有的血压脉搏波传输时间法，建立左心室收缩期为变量情况下的新型血压估测理论和方法。融合新型血压估测方法和申请人以往的研究成果（基于脉搏波时间反射比的穿戴式心输出量估测方法），建立极限心脏输出功率的穿戴式估测方法。本项目的成功研究，将为发展一种极限心脏输出功率的日常监测方法奠定必要的理论和实验基础，也进一步为新型
5、穿戴式医疗仪器的研发提供理论和实验依据。关关 键键 词词(用分号分开，最多 5 个)极限心脏输出功率；日常监测；心血管建模；穿戴式；慢性心衰 NSFC 2011 国家自然科学基金申请书 2011 版 第 3 页 版本 1.007.369 项目组主要项目组主要参与者参与者（注:项目组主要参与者不包括项目申请人）编号 姓 名 出生年月 性别 职 称 学 位 单位名称 电话 电子邮箱 项目分工 每年工作时间（月）1 李艳 1979-5-8 女 讲师 博士 北京航空航天大学 010-82339833 yanli_ 穿戴式信号处理与分析 4 2 王宇奇 1981-3-5 男 博士后 博士 北京航空航天大
6、学 010-82339833 血压估测方法研究 5 3 任稆平 1987-11-9 女 硕士生 学士 北京航空航天大学 010-82339775 穿戴式实验装置研发 10 4 马键 1983-4-29 男 博士生 硕士 北京航空航天大学 010-82339775 jakson_ 心室血管动态耦合建模 5 5 钱雅君 1987-10-14 女 硕士生 学士 北京航空航天大学 010-82339775 运动实验与数据分析 5 6 7 8 9 总人数 高级 中级 初级 博士后 博士生 硕士生 6 0 2 0 1 1 2 说明:高级、中级、初级、博士后、博士生、硕士生人员数由申请人负责填报（含申请人）
7、，总人数由各分项自动加和产生。NSFC 2011 国家自然科学基金申请书 2011 版 第 4 页 版本 1.007.369 经费申请表经费申请表 （金额单位：万元）科目 申请经费 备注（计算依据与说明）一一.研究经费研究经费 18.9000 1.科研业务费 12.4000 （1）测试/计算/分析费 5.0000 计算上机机时共 8000；测试仪器使用费。（2）能源/动力费 1.4000 每年水电、房屋费用 0.40.5 万元。（3）会议费/差旅费 3.0000 4 人次参加国内会议，4 人次出差调研。（4）出版物/文献/信息传播费 3.0000 论文版面费、专利申请费、文献检索费、入网费、资
8、料费。（5）其他 0.0000 2.实验材料费 3.5000 （1）原材料/试剂/药品购置费 3.5000 信号采集实验装置原材料费、运动实验耗材费。（2）其他 0.0000 3.仪器设备费 3.0000 （1）购置 0.0000 （2）试制 3.0000 信号采集实验装置试制加工费。4.实验室改装费 0.0000 5.协作费 0.0000 二二.国际合作与交流费国际合作与交流费 4.2000 1.项目组成员出国合作交流 2.0000 项目组成员出国考察相关费用（签证、机票、食宿、交通等）。2.境外专家来华合作交流 2.2000 邀请境外专家来华讲学相关费用（机票、食宿、讲学等）。三三.劳务费
9、劳务费 3.5000 参研的研究生劳务费。四四.管理费管理费 1.4000 北航的项目管理费为 5%。合合 计计 28.0000 与本项目相关的 其他经费来源 国家其他计划资助经费 0.0000 其他经费资助（含部门匹配）0 其他经费来源合计其他经费来源合计 0.0000 NSFC 2011 国家自然科学基金申请书 2011 版 第 5 页 申请者在撰写报告正文时，请遵照以下要求：1、请先选定项目基本信息中的资助类别，再填写报告正文；2、在撰写过程中，不得删除系统已生成的撰写提纲（如误删可点击“查看报告正文撰写提纲”按钮，通过复制/粘贴恢复）；3、请将每部分内容填写在提纲下留出的空白区域处；4
10、、本要求将作为申请书正文撰写是否规范的评判依据，请遵照要求填写。报告正文报告正文青年科学基金项目申请书撰写提纲青年科学基金项目申请书撰写提纲 （一）（一）立项依据与研究内容立项依据与研究内容（4000-8000 字）：1 1项目的立项依据项目的立项依据（研究意义、国内外研究现状及发展动态分析，需结合科学研究发展趋势来论述科学意义；或结合国民经济和社会发展中迫切需要解决的关键科技问题来论述其应用前景。附主要参考文献目录）研究背景及意义研究背景及意义 慢性心力衰竭(简称心衰)，是高血压、心脏瓣膜疾病、冠状动脉硬化等各种心血管疾病发展的终末期。目前，全球心衰患者数量高达 2250 万1，在我国，35
11、74 岁成年人中约有 400 万心衰患者，并呈逐年上升趋势2。心衰发病率高，治疗困难，其 5 年存活率与恶性肿瘤相仿3。从普通心脏疾病发展到心衰是一个渐进的过程，在初期并没有显著的临床征兆。根据美国心脏病学会(NYHA)对心功能异常的四级分类标准，初期心衰患者（II 级）仅表现为重体力活动时呼吸困难、乏力等症状，其日常活动与常人无明显差异4。因此，许多初期心衰患者，特别是老年患者，心功能已经不全，却缺少心衰的典型表现或被其他疾病的症状所掩盖，自身并未察觉患病，即患有所谓的隐性心衰5。临床调查显示，隐性心衰患者约占心衰患者总数的一半或更多5。这类患者如不及时发现，尽早治疗，必会导致病情恶化，最终
12、造成不可挽回的后果。然而，由于心衰诱因众多且致病机理复杂，临床上要精确诊断心衰，首先需要对患者心功能状况进行综合评估。以美国心脏病学会(AHA)1994 年公布的诊断标准为例，需要对心电图、负荷试验、X 线、超声心动图的结果进行综合评估来确定心脏病严重程度6。这些复杂的检查需要昂贵精密的医疗仪器配合专业操作人员进行，只可能在医院甚至大型医院实现，并不适用于日常筛查。因此，研究者们一直努力寻找更为简单的心功能评价方法，希望能及时筛检心衰患者,提高其生存率。NSFC 2011 国家自然科学基金申请书 2011 版 第 6 页 图 1 心脏输出功率与心衰危重程度的关系12 1986 年，Tan 采用
13、强心剂药物（dobutamine）刺激 63 位心衰患者后发现，患者心力储备（cardiac reserve）被药物完全激发时检测的“心输出量与主动脉平均血压值的乘积”与一年后患者的死亡事件间存在惊人的相关性7。因此，Tan 将“心输出量与主动脉平均血压值的乘积”定义为心脏输出功率（cardiac power output），并指出：心力储备被完全心力储备被完全激发时的心脏输出功率激发时的心脏输出功率(心脏极限功率心脏极限功率)反映心脏和大血管的最大供血能力，是评价心功反映心脏和大血管的最大供血能力，是评价心功能的重要指标能的重要指标。其后，Tan 8和 Timmins 9分别在心源性休克患者
14、和重症监护患者身上，再次证实了这一结论的正确性。1989 年 Tan 进一步尝试用运动刺激代替药物刺激激发心脏极限功率，以减少检测过程中的副作用10。结果表明：与药物刺激相比较，在最大运动强度（最大心率）下检测的心脏极限功率能够更好地区分轻度和重症的心衰患者。2001 年，Williams 在运动状态下第一次采用无创的血压和心输出量检测方法，检测了219 个心衰患者的心脏极限功率11。结果表明：最大运动状态下无创检测的心脏极限功率，能够精确地预测心衰患者的死亡。2003 年，Tan 回顾了与心脏极限功率相关的研究工作，总结出心脏极限功率与心衰分级之间的关系（图 1）12。由图 1 可以看出，心
15、脏极限功率在轻度心衰情况下就表现出显著变化（与正常相比下降了约 40%左右），并且在心衰的不同阶段均呈现明显变化。这一研究表明：心脏极限功率能够有效区分心衰心脏极限功率能够有效区分心衰危险级别，尤其危险级别，尤其对临床症状不明显的隐性心衰患者，具有良好的指示作用。因此，如果对临床症状不明显的隐性心衰患者，具有良好的指示作用。因此，如果能够日常监测心脏病患者的心脏极限功率，能够日常监测心脏病患者的心脏极限功率，就能及早就能及早发现隐性心衰，提高患者的生存率。发现隐性心衰，提高患者的生存率。然而，同样是检测心脏极限功率，日常监测与临床检测是两个完全不同的应用层次。目前的血压和心输出率检测方法可以实
16、现心脏极限功率在临床环境下的检测，但在心脏极限功率的日常监测方面，尚处于研究探索阶段。国内外相关研究国内外相关研究进展进展 与临床短时间检测相比，日常监测日常监测是一个长期的过程，因此更侧重方法的无损性和方法的无损性和操作的简易操作的简易性性。同时，考虑到心脏极限功率必须在运动状态下检测，自动化、可移动式自动化、可移动式也是重要的考虑因素。此外，由于在运动过程中心脏极限功率的有效检测时间(人体极NSFC 2011 国家自然科学基金申请书 2011 版 第 7 页 限运动状态)十分短暂（十几秒甚至几秒），因此，只有同时获得逐拍血压和逐拍心输出只有同时获得逐拍血压和逐拍心输出量（逐拍每搏输出量逐拍
17、心率），才能实现量（逐拍每搏输出量逐拍心率），才能实现心脏心脏极限功率的准确极限功率的准确检测检测。最后，如果要实现隐性心衰患者的筛查，成本低廉成本低廉也是十分必要的，以便于推广使用。目前在血压检测中，能够实现无创逐拍检测的方法有张力检测法（tonometry）13、Pe z 指压脉搏法(Finapres)14和脉搏波传输时间法（pulse transit time,PTT）15。其中，张力检测法需要医生手握测压探头在桡动脉或颈动脉处检测血压，难以实现运动情况下的稳定检测13。Pe z 指压脉搏法基于血管去负荷法(vascular unloading technique)14，即利用指端不断充
18、放气的袖带使手指动脉处于去负荷状态（unloading condition），进而用袖带压估测逐拍动脉血压波。基于指压脉搏法的血压检测设备有两种，即大体积、适用于床边监测的 Finapres 和小体积、移动式的 Portapres16。这两种设备中均采用了Wesseling基于三元弹性腔模型（three-element Windkessel model）提出的血压波分析法17计算并输出逐拍心输出量，因此均能提供心脏极限功率的无创检测。其中，移动式的Portapres 更适用于日常监测。然而，Portapres存在一些尚待解决的问题，最大的问题是设备不能长期使用。如果指动脉长期处于外压作用下，会
19、造成局部供血不足、动脉壁变形甚至坏死。此外，Portapres 在运动状态下检测心输出量的精度也受到一些研究者的质疑18，其昂贵的价格也阻碍了它在日常监测领域的应用推广。脉搏波传输时间法（PTT法）是目前逐拍血压检测研究的前沿方向之一。与指压脉搏法相比，这种方法最大的优点是可穿戴式实现，无明显的负担感和不适感，可以真正实现长期日常监测19。此外，穿戴式设备成本低廉，也有利于方法的推广和普及。这种方法的原理是：PTT是血压波在动脉上两点之间的传输时间，与脉搏波传输速度呈反比。根据 Moens-Korteweg 方程20，脉搏波传输速度与血管的杨氏弹性模量和血管厚度呈正比，与血液密度和血管管腔半径
20、成反比。1979 年，Hughes 的一项研究显示21，当主动脉血管内血压增高时，杨氏弹性模量随血压呈指数变化。因此，PTT随血压呈对数变化。在正常生理血压范围内（50mmHg至 250mmHg），该对数关系可简化为线性关系。因此，测得 PTT，就可估测血压变化。然而，检测真正的 PTT 需要采集动脉上两点的血压波信号，穿戴式的实现方法是寻找同一动脉上的两点体表易测位置进行脉搏波测量。然而，在这种测量中传感器位置极难固定，且很容易伴随激烈的运动而变化，使得信号效果难以保证。而且，采用压电方法测量脉搏波，容易让使用者产生不适感和负担感。因此，目前很多研究将 PTT近似定义为从心电信号 R波到肢端
21、（指端、耳、趾等）光电容积描记信号起始处的时间间隔，通过穿戴式测量心电信号和肢端光电容积描记信号，再利用脉搏波传输时间法计算逐拍血压。如香港中文大学的健康衫（HealthShirt）设备22和麻省理工大学的腕式连续血压检测设备23等，都是采用这一原理制成。这种方法的优点是传感器位置容易固定、信号质量稳定，然而，该方法在理论上存在一定缺陷。从心电信号从心电信号 R 波到肢端光电容积描记信号起始时间的间隔（国际上定义为波到肢端光电容积描记信号起始时间的间隔（国际上定义为 pulse arrival time,PAT）并非纯粹意义上的）并非纯粹意义上的 PTT，而是左心室等容收缩期与，而是左心室等容
22、收缩期与 PTT 的总和。的总和。而NSFC 2011 国家自然科学基金申请书 2011 版 第 8 页 目前的 PAT 测压方法测压方法仅基于脉搏波传输理论（Moens-Korteweg 方程），并没有考虑心室功能对 PAT 的作用，方法中隐含左心室等容收缩期为常数的理论假设隐含左心室等容收缩期为常数的理论假设。然而，左心室等然而，左心室等容收缩期在很多生理状态下并非常数容收缩期在很多生理状态下并非常数24。例如在运动状态下，。例如在运动状态下，人体新陈代谢水平的显著上升和交感神经兴奋等多种因素导致左心室等容收缩期显著下降左心室等容收缩期显著下降25。因此，因此，在这种情况下必须建立新的理论
23、描述必须建立新的理论描述 PAT 和血压之间的关系和血压之间的关系。我们认为：左心室等容收缩期由左心室压和主动脉血压的变化共同决定，而主动脉血压变化又是心室射血情况、大动脉弹性、外周阻力和神经调节共同作用的结果，因此需要建需要建立包括左心室、主动脉、周立包括左心室、主动脉、周边动脉在内的左心室边动脉在内的左心室-体循环动态耦合模型来探讨这两者的相互关系体循环动态耦合模型来探讨这两者的相互关系。在心输出量检测方面，逐拍无创检测方法主要有超声回波法26、血压波分析法27、心阻抗法27和光电容积描记信号分析法28四种。其中，超声回波法需要医生手握超声探头进行检测，无法实现自动长期监测26。血压波分析
24、法采用建模换算的方法，利用逐拍检测的血压波计算心输出量，其移动式的实现方式即Portapres。心阻抗法通过测量人体生物阻抗信号估算逐拍心输出量。与血压检测法一样，该方法也实现了移动式的检测，如由美国的AIM-8，AZCG 和荷兰的VU-AMS29。但是，这些设备的价格都十分昂贵（十万人民币以上）。此外，与Portapres不同，它们只能单方面检测心输出量，而不能同时获得血压。光电容积描记信号是一种可穿戴式测量的信号，因此与 PAT法一样，这种方法具备移动式、无负担和成本低廉的优点。目前，心输出量的光电容积描记信号分析法尚处于研究阶段。在实验研究方面，Desebbe 实验发现对于非自主性呼吸的
25、病人，指端光电容积描记信号随呼吸变化的幅度信息，与心输出量变化呈现很好的相关关系30。Awad等人通过耳垂处光电容积描记信号宽度和心率等参数建立多元线性回归方程检测冠状动脉搭桥手病人的心输出量，估测结果与检测结果亦呈现出高相关性 28。在理论研究方面，McCombie 等人提出使用盲源系统识别的方法，利用在身体两个指端部位获取的光电容积描记信号还原主动脉血流 31。实验结果显示出类似主动脉血流的波形信息，但并未获得心输出量的估测值。这种方法不成功的主要原因在于完全将人体生理系统当成黑箱系统，没有赋予其数学模型正确的生理意义，因此，无法得到具有生理学意义的估测结果。申请人博士期间致力于心输出量光
26、电容积信号分析法研究，并陆续提出了基于二元弹性腔模型（two-element Windkessel model）32和主动脉 tube 模型33的心输出量穿戴式估测方法。在健康成年人身上的运动实验结果表明，上述两种方法的估测结果与心输出量心阻抗检测法的误差水平相当32,33。其中，基于主动脉 tube模型的方法33考虑了脉搏波传输时间对心输出量估测的影响，是光电容积描记信号分析法与血压 PAT估测法的融合。这种方法通过穿戴式可测量参数脉搏波时间反射比脉搏波时间反射比（pulse time reflection ratio,PTRR）估测心输出量。脉搏波时间反射比定义为：NSFC 2011 国家
27、自然科学基金申请书 2011 版 第 9 页 111lnIPAIPAPATBAPTRR。(1)其中，A、B是校正常数，IPA（inflection point area）定义为拐点面积比，是光电容积描记信号波形拐点后与拐点前面积的比值（如图 2），而 PAT 是从心电信号 R波到光电容 积描记信号起始点的时间间隔。根据动脉脉搏波反射理论和 T管模型相关假设，脉搏波脉搏波时间反射比理论上与心输出量变化呈现正比例关系时间反射比理论上与心输出量变化呈现正比例关系33。在申请人在申请人已经完成的对已经完成的对 19 例健例健康成年人的运动实验中，脉搏波时间反射比与心输出量在运动状态下的相关性高达康成年
28、人的运动实验中，脉搏波时间反射比与心输出量在运动状态下的相关性高达 0.88 33。图 2 IPA和 PAT 的定义 IPA定义为光电容积描记信号拐点后与拐点前面积比，即图中横格阴影面积与纵格阴影面积比；PAT定义为从心电信号 R 波到光电容积描记信号起始点的时间间隔。对已有研究的分析和本项目的研究设想对已有研究的分析和本项目的研究设想 整体来说，目前国内外尚未形成一种成熟的用于心脏极限功率日常监测的方法，而穿戴式的血压和心输出量估测方法是日常监测领域研究的热点。在穿戴式估测法中，PAT 测压法和申请人测压法和申请人之前之前提出的基于提出的基于脉搏波时间反射比的心输出量估测法均采用心电脉搏波时
29、间反射比的心输出量估测法均采用心电和肢端光电容积描记信号实现，因此，和肢端光电容积描记信号实现，因此，具有具有融合成一种直接穿戴式估测心脏极限功率的融合成一种直接穿戴式估测心脏极限功率的方法方法的可能的可能。瓶颈在于如何建立新的测压理论，即建立左心室等容收缩期变化情况下的血压估测理论和方法，提高运动状态下的测压精度。基于以上分析，本项目提出以下研究构想：第一步，从左心室收缩机制、心室动脉耦合机制、神经调控机制和血流动力学原理出发，建立左心室-体循环动态耦合心血管系统模型，从而建立左心室等容收缩期与主动脉血压之间的定量关系，进而建立新的测压理论，提出新的测压方法。第二步，采用计算机仿真分析方法，
30、模拟不同生理病理状态下左心室等容收缩期与主动脉血压的变化规律，并通过对照以往实验研究结果，验证理论模型的正确性和有效性；在此基础上，融合新的测压方法和申请人之前提出的心输出量穿戴式估测法，提出心脏极限功率的穿戴式估测方法；第三步，利用我们已研制成功的穿戴式信号采集实验装置，通过运动实验研究，验证心脏极限功率穿戴式估测方法NSFC 2011 国家自然科学基金申请书 2011 版 第 10 页 的有效性和准确性。本项目的成功研究，将建立新型的穿戴式血压和心脏极限功率估测理论，为发展一种适用于心脏极限功率日常监测的方法奠定必要的基础，也为下一步新型穿戴式医疗仪器的研发提供理论和实验依据。主要主要参考
31、文献：参考文献：1 World Health Organization.The Global Burden of Disease:2004 Update M,Switzerland:WHO Press,2008,8-10.2 顾东风、黄广勇、河江等。中国心力衰竭流行病学调查及其患病率，中华心血管病杂志。2003；31（1）：3-6。3 K.Swedberg,et al.,Guidelines for the diagnosis and treatment of chronic heart failure:executive summary(update 2005):the task force
32、 for the diagnosis and treatment of chronic heart failure of the European Society of Cardiology,European Society of Cardiology,2005.4 The Criteria Committee of the New York Heart Association,Diseases of the Heart and Blood Vessels:Nomenclature and Criteria for Diagnosis,6th ed.,Boston,Mass:Little Br
33、own,1928.5 刘斌。老年人隐性心力衰竭 41 例临床分析，临床医药实践。2004；13（4）：296-297。6 The Criteria Committee of the New York Heart Association,Nomenclature and Criteria for Diagnosis of Diseases of the Heart and Great Vessels.9th ed.,Boston,Mass:Little,Brown&Co;1994:253-256.7 L.B.Tan,Cardiac pumping capability and prognosis
34、 in heart failure,Lancet,vol.2,pp.13601363,1986.8 L.B.Tan and W.A.Littler,Measurement of cardiac reserve in cardiogenic shock:implications for prognosis and management,Br Heart J,vol.64,pp.121128,1990.9 A.C.,Timmins,M.Hayes,E.Yau,et al.,The relationship between cardiac reserve and survival in critic
35、ally ill patients receiving treatment aimed at achieving supranormal oxygen delivery and consumption,Postgrad.Med.J.,vol.68,pp.S34S40,1992.10 L.B.Tan,R.J.I.Bain and W.A.Littler,Assessing cardiac pumping capability by exercise testing and inotropic stimulation,Br.Heart J.,vol.62,pp.2025,1989.11 S.G.W
36、illiams,G.A.Cooke,D.J.Wright,et al.,Peak cardiac power output:a powerful prognostic indicator in chronic heart failure,Eur.Heart J.,vol.22,pp.14961503,2001.12 G.Cotter,S.G.Williams,Z.Vered,et al.,Role of cardiac power in heart failure,Curr.Opin.Cardiol.,vol.18,pp.215-222,2003.13 G.Pressman and P.New
37、gard,A transducer for continuous external measurement of arterial blood pressure,IEEE Trans.on Biomed.Eng.,vol.10,pp.73-81,1961.14 J.Pe z,Photo-electric measurement of blood pressure,volume and flow in the finger,Digest of the 10th Int.Conf.on Medical and Biolog.Eng,pp.104,1973.15 J.D.Lane,L.Greenst
38、adt,D.Shapiro,et al.,Pulse transit time and blood pressure:an intensive analysis,Psychophysiology,vol.20,pp.45-49,1983.16 C.Sierra and A.Coca,Finapres and Portapres devices,Nefrologia,vol.22,pp.12-15,2002.17 K.H.Wesseling,J.R.Jansen,J.J.Settels,et al.,Computation of aortic flow from pressure in huma
39、ns using a nonlinear,three-element model,J.Appl.Physiol.,vol.74,pp.2566-2573,1993.18 S.Houtman,B.Oeseburg and M.T.Hopman,Non-invasive cardiac output assessment during moderate exercise:pulse contour compared with CO2 rebreathing,Clin.Physiol.,vol.19,pp.230-237,1999.19 P.A.Shaltis,A.Reisner and H.H.A
40、sada,Wearable,cuff-less PPG-based blood pressure monitor with novel height sensor,IEEE EMBS Conf.,pp.908-911,2006.NSFC 2011 国家自然科学基金申请书 2011 版 第 11 页 20 W.W.Nichols and M.F.ORourke,McDonalds Blood Flow in Arteries:Theoretical,Experimental and Clinical Principles,5th Ed.London,Great Britain:Hodder Ar
41、noldp,2005:57.21 D.J.Hughes,C.F.Babbs,L.A.Geddes,et al.,Measurements of Youngs modulus of elasticity of the canine aorta with ultrasound,Ultrason.Imaging,vol.1,pp.356-367,1979.22 Y.T.Zhang,C.C.Y.Poon,C.H.Chan,et al.,A health-shirt using e-textile materials for the continuous and cuffless monitoring
42、of arterial blood pressure,IEEE EMBS Int.Summer School on Medical Devices and Biosensors,Cambridge,MA,86-89.23 http:/ R.A.Payne,C.N.Symeonides,D.J.Webb,et al.,Pulse transit time measured from the ECG:an unreliable marker of beat-to-beat blood pressure.J.Appl.Physiol.,vol.100,pp.136-141,2006.25 J.P.M
43、atonick and J.K.-J.Li,Pressure-dependent and frequency domain characteristics of the systemic arterial system,Cardiovascular Engineering,vol.1,pp.21-29,2001.26 S.Meyer,D.Todd,I.Wright,et al.,Review article:non-invasive assessment of cardiac output with portable continuous-wave Doppler ultrasound,Eme
44、rg.Med.Australas.,vol.20,pp.201-208,Apr.2008.27 L.Mathews and K.R.K.Singh,Cardiac output monitoring,Ann.Card.Anaesth.,vol.11,pp.56-68,Jan-Jun 2008.28 A.A.Awad,R.G.Stout,M.A.Ghobashy,et al.,Analysis of the ear pulse oximeter waveform,J.Clin.Monit.Comput.,vol.20,pp.175-84,2006.29 M.J.E.Parry and J.M.D
45、urdle,Ambulatory impedance caridography:a systematic review,Nursing Research,vol.55,pp.283-291,2006.30 O.Desebbe and M.Cannesson,Using ventilation-induced plethysmographic variations to optimize patient fluid status,Curr.Opin.Anaesthesiol.,vol.21,pp.772-778,2008.31 D.McCombie,H.Asada and A.Reisner,I
46、dentification of vascular dynamics and estimation of the cardiac output waveform from wearable PPG sensors,Conf.Proc.27th IEEE Engineering in Medicine and Biology Society(EMBS),pp.3490-3493,2005.32 L.Wang,E.Pickwell-MacPherson,Y.P.Liang,et al.,Noninvasive cardiac output estimation using a novel phot
47、oplethysmogram index,Conf.Proc.31th IEEE Engineering in Medicine and Biology Society(EMBS),pp.1746-1749,2009.33 L.Wang,C.C.Y.Poon and Y.T.Zhang,The non-invasive and continuous estimation of cardiac output using photoplethysmogram and electrocardiogram during incremental exercise,Physiological Measur
48、ement,vol.31,pp.715-726,2010.34 H.Suga,K.Sagawa and A.A.Shoukas,Load independence of the instantaneous pressure-volume ratio of the canine left ventricle and effects of epinephrine and heart rate on the ratio,Circ.Res.,vol.32,pp.314-322,1973.35 W.C.Hunter,End-systolic pressure as a balance opposing
49、effects of ejection,Circulation Research,vol.64,pp.265-275,1989.36 J.P.Mulier,Ventricular pressure as a function of volume and flow,1994,Univ.Leuven,Belgium.37 O.Frank,Die Grundform des arteriellen Pulses,Z.Biol.,vol.37,pp.483526,1899.Translated by K.Sagawa,R.K.Lie and J.Schaefer,J.Mol.Cell Cardiol.
50、,vol.22,pp.253277,1990.38 J.Alastruey,K.H.Parker,J.Peir,et al.,Analysing the pattern of pulse waves in arterial networks:a time-domain study,J.Eng.Math.,vol.64,pp.331-351,2009.39 K.B.Campbell,R.Burattini,D.L.Bell,et al.,Time-domain formulation of asymmetric T-tube model of arterial system,Am.J.Physi